JP5004967B2 - 核磁気共鳴撮影装置，高周波磁場パルスの強度調整方法及び核磁気共鳴撮影方法 - Google Patents
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Description
本発明は、核磁気共鳴撮影装置（以下、ＭＲＩ装置という）および方法に係り、特に、測定対象としない不要な物質からの信号を抑圧する信号抑圧パルスの強度調整方法に関する。
MRIで計測される核磁気共鳴信号には、分子構造の違いによって、共鳴周波数が僅かに異なる化学シフト現象が生じる。この現象を利用して、分子（代謝物質）ごとに核磁気共鳴信号を分離し、スペクトルを得るMRS（Magnetic Resonance Spectroscopy）や、さらに代謝物質ごとの空間的な信号強度分布を画像化するMRSI（Magnetic Resonance Spectroscopic Imaging: 核磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング）が知られている。
MRSやMRSIで検出できる人体の主な代謝物質には、コリン、クレアチン、N−アセチルアスパラギン酸、乳酸等がある。これら代謝物質の量から、がん等の代謝異常疾患の進行度判定や早期診断が可能となる。また、腫瘍の悪性度診断を非侵襲的に行うことが可能となる。
人体内にある代謝物質は、体内にある水分子の1／1000程度の信号強度しかないため、水信号に埋もれて通常は検出できない。そこで、代謝物質を計測するために、計測に不要な水や脂肪の信号を抑圧する方法がある。例えば、特許文献１では、計測に不要な信号の周波数帯域と同程度の周波数帯域を有するパルスで、予め不要信号を抑圧し、辺縁にある代謝物質信号を検出する。このように不要信号の共鳴周波数帯域付近を擬似飽和して信号抑圧する方法はCHESS（CHEmical Shift Selective）法と呼ばれている。
特開昭６０−１６８０４１号公報
CHESS法において、擬似飽和に用いるパルス（CHESSパルス）は、ひとつでもよいが、通常３つのパルスが３軸方向のスポイラー傾斜磁場と組み合わせて用いられる。CHESS法では、水信号は充分に抑圧し、代謝物質が水信号に埋もれることがないようにするために、CHESSパルスの強度（フリップアングル）を最適な値で照射することが重要である。最適パルス強度の調整方法として、以下のような方法がある。
（１）ユーザによるマニュアル調整
（２）自動計測の結果からユーザが最適値を判断するセミオート調整
（３）計測及び判断を全て自動化するフルオート調整
（１）ユーザによるマニュアル調整
（２）自動計測の結果からユーザが最適値を判断するセミオート調整
（３）計測及び判断を全て自動化するフルオート調整
さらにフルオート調整には、代表的な方法として全点検索法と絶対値フィッティング法がある。
フルオート調整については、全点検索法は、図１４に示すように、所定のパルス強度範囲内で、３つのパルスのパルス強度を同時に細かく変化させながら信号絶対値を取得し、この信号絶対値が最小値となるパルス強度1401を最適パルス強度する方法である。絶対値フィッティング法は、図１５（a）、（b）に示すように、所定のパルス強度範囲内で、３つのパルスのパルス強度を同時に粗く変化させながら信号絶対値を取得する。そして、パルス強度に対し信号絶対値をプロットした点に対して、多項式フィッティングを行い、算出されたフィッティングカーブの最小値を最適パルス強度として設定する。
上述した最適パルス強度の調整方法のうち、マニュアル及びセミオート調整は、ユーザの技術的負担と調整時間の増大という問題がある。また、フルオート調整では、ユーザの技術的負担は軽減するが、一般的に、最適パルス強度は、計測対象、領域、パラメータによって異なるため、抑圧精度のばらつきが生じるという問題がある。精度のばらつきを低減するためには、全点検索法では、パルス強度の範囲を広く且つ細かく計測しなければならず、調整時間が延長する。
上述した最適パルス強度の調整方法のうち、マニュアル及びセミオート調整は、ユーザの技術的負担と調整時間の増大という問題がある。また、フルオート調整では、ユーザの技術的負担は軽減するが、一般的に、最適パルス強度は、計測対象、領域、パラメータによって異なるため、抑圧精度のばらつきが生じるという問題がある。精度のばらつきを低減するためには、全点検索法では、パルス強度の範囲を広く且つ細かく計測しなければならず、調整時間が延長する。
また絶対値フィッティング法においては、フィッティングカーブから求める最適パルス強度の精度は、フィッティングの精度に大きく依存する。例えば図１５（a）、（b）は、いずれも計測点数５点とし、絶対値フィッティング法により最適パルス強度を求めた場合の実験結果を示すものであり、（a）、（b）では検索位置が異なる。図中、1501は、実測値から求まる最適パルス強度、1502、1503は、それぞれ計測点５点の検索位置を変えてフィッティングを行ったときの最小値である。図示するように、検索位置によって、フィッティングの精度がばらついてしまうことがわかる。このように絶対値フィッティング法では、安定的に水信号が抑圧されないという課題がある。フィッティング精度の向上には、計測点数を増やし、高次フィッティングを行う必要がある。例えば、計測点数を９点以上に増やし、８次以上のフィッティングを行なうことによりパルス強度調整の安定性を高めることができるが、このような計測点数の増加は調整時間の延長につながる。
このようにフルオート調整では、精度を高めるためには調整時間が延長することとなり、その結果、被検体のセッティングや調整時間、本計測を含めた全体の計測時間が増大するため、スループット向上の障害となっている。
本発明は、短い調整時間で精度よく最適な抑圧パルスの強度を求めることが可能なMRI装置及び方法を提供すること、MRI計測におけるスループットの向上を図ることを課題とする。
本発明では、信号抑圧パルスの強度を変えながら信号を取得し、信号絶対値と信号位相値を算出し、絶対値と位相値とに基づき信号抑圧パルスにおける最適パルス強度を計算する。具体的には、信号位相値の変化に基づいて、信号絶対値に極性付け（符号付け）を行った参照信号を算出する。この参照信号に対して多項式フィッティングする。このフィッティングカーブが０、あるいは０に最も近い値を、最適なパルス強度と設定する。これにより、少ない計測点数で安定的にフィッティング精度を向上できる。したがって、不要な信号を充分に抑圧できる最適パルス強度を、高速・高精度且つ安定的に決定できる。
すなわち本発明のMRI装置は、静磁場空間に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波磁場パルス照射手段および前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段を備えた撮影手段と、前記撮影手段を制御し、所定の原子核からの信号を抑圧する少なくとも１つの高周波磁場パルスの照射を含む信号抑圧パルスシーケンスを実行するシーケンス制御手段と、前記信号抑圧パルスシーケンスで用いられる高周波磁場パルスの強度を調整するパルス強度調整手段とを備え、前記パルス強度調整手段は、前記信号抑圧パルスシーケンスをパルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号の絶対値と位相値に基づき信号抑圧パルスにおける最適パルス強度を計算する。具体的には、パルス強度調整手段は、パルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号について、信号の絶対値と位相値とから符号付き信号値（参照信号）を計算する信号値計算手段と、前記符号付き信号値に基づき前記信号抑圧パルスシーケンスにおける最適パルス強度を計算する最適パルス強度計算手段とを備える。
本発明のMRI装置において、前記パルス強度調整手段は、例えば、前記符号付き信号値を前記高周波磁場パルスの強度に対しプロットし、近似曲線を求める近似曲線計算部を備え、前記最適パルス強度計算手段は、前記近似曲線算出部が求めた近似曲線の値が０または最も０に近い値となる前記高周波磁場パルスの強度を最適パルス強度として求める。
また本発明のMRI装置において、信号値計算手段は、例えば、各信号の位相値の最大値と最小値との中間値を算出し、中間値より小さい位相値に対応する信号絶対値及び中間値より大きい位相値に対応する信号絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与する。或いは、位相値の変化量がπ以上、あるいはπに近い変化をする変化点を算出し、変化点より以前に計測した信号の絶対値及び変化点を含む変化点以後に計測した信号の絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与する。
本発明のMRI装置において、１回の信号抑圧パルスシーケンスで照射される高周波磁場パルスは一つでも複数（例えば３つ）であってもよく、複数の場合その強度を同一としても、異ならせてもよい。複数のパルス強度が異なる場合、パルス強度調整手段は、複数の高周波磁場パルスの強度の異なる組み合わせについて、それぞれ最適パルス強度を算出する。
また本発明は、シーケンス制御手段が、信号抑圧パルスシーケンスに続いて、MRS、MRSI、MRIなどの本計測パルスシーケンスを実行するMRI装置に適用できる。
以下、本発明の原理を図１６を参照して説明する。説明を簡単にするために信号抑圧パルスシーケンスでは１回の信号抑圧高周波磁場パルス（以下、信号抑圧パルスという）を印加するものとする。また、核磁化の緩和は無視する。図１６（a）は、信号抑圧パルスによって計測に不要な原子核の縦磁化Maがゼロとなった場合、（b）および（c）は、信号抑圧パルスが（a）より小さいか大きいことにより、不要な原子核の縦磁化Maがゼロにならない場合を示している。
すなわち（a）では、信号抑圧パルスを照射するとともに位相を拡散させる傾斜磁場（クラッシャー磁場）を印加することにより、本計測の対象である原子核の縦磁化Mbを励起する直前に、Maはゼロになっている。このような状態となる信号抑圧パルスの強度が最適なパルス強度である。これに対し、（b）に示すように、信号抑圧パルスの強度が不足していると、クラッシャー磁場を印加してもMaの（+）方向の縦磁化成分が残る。したがって、計測用の励起パルスを用いて励起するとき、不要な縦磁化Ma’は縦磁化Mbと同位相で励起される。一方、（c）に示すように、信号抑圧パルスの強度が大きい場合は、Maの（−）方向の縦磁化成分が残り、計測用の励起パルスを用いて励起するとき、不要な縦磁化Ma’は、縦磁化Mbと反対の位相で励起される。
このことから、信号抑圧した後、計測用の励起パルスを用いて励起したMa’の位相は、最適な信号抑圧パルス強度の前後で、ほぼ１８０°（π）変化することがわかる。この位相の変化は、信号絶対値の変化と異なり、極めてシャープな変化なので、それを挟む数点の情報から容易に検索することができる。
本発明によれば、信号の絶対値に加えて位相値を用いて、最適なパルス強度を求めるので、不要な信号を充分に抑圧できる最適パルス強度を、高速、高精度且つ安定的に決定できる。その結果、代謝物質の検出に不要な信号を十分に抑圧できるため、診断能向上が可能となる。また、被検体のセッティングや調整時間、本計測を含めた、全体の計測時間が短縮でき、MRSI計測のスループット向上につながる。
以下、本発明のＭＲＩ装置の実施の形態を、図面を参照して説明する。
本発明は、ＭＲＩ装置における高周波磁場パルスの最適パルス強度の調整に係るものであり、ＭＲＩ装置の形態やタイプを問わず適用可能である。図１（ａ）〜（ｃ）に、本発明が適用される核磁気共鳴撮影装置の全体構成と外観図を例示する。図１（ａ）はソレノイドコイルで静磁場を発生するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置である。図１（ｂ）は開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型（オープン型）の垂直磁場方式のＭＲＩ装置である。また、図１（ｃ）は、図１（ａ）と同じトンネル型のＭＲＩ装置である。しかし、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めている。本発明は、これらＭＲＩ装置を含む公知の構造のＭＲＩ装置に適用することができる。
本発明は、ＭＲＩ装置における高周波磁場パルスの最適パルス強度の調整に係るものであり、ＭＲＩ装置の形態やタイプを問わず適用可能である。図１（ａ）〜（ｃ）に、本発明が適用される核磁気共鳴撮影装置の全体構成と外観図を例示する。図１（ａ）はソレノイドコイルで静磁場を発生するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置である。図１（ｂ）は開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型（オープン型）の垂直磁場方式のＭＲＩ装置である。また、図１（ｃ）は、図１（ａ）と同じトンネル型のＭＲＩ装置である。しかし、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めている。本発明は、これらＭＲＩ装置を含む公知の構造のＭＲＩ装置に適用することができる。
本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成の一例を図２に示す。
このＭＲＩ装置は、被検体１が置かれる空間に、静磁場を発生する静磁場コイル２と、静磁場に直交する三方向の傾斜磁場を与えるための傾斜磁場コイル３と、被検体１の計測領域に対し高周波磁場を照射する計測用高周波コイル５（以下、単に送信コイルという）と、被検体１から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル６（以下、単に受信コイルという）とを備えている。また静磁場均一度を調整できるシムコイル４を備えている場合もある。
このＭＲＩ装置は、被検体１が置かれる空間に、静磁場を発生する静磁場コイル２と、静磁場に直交する三方向の傾斜磁場を与えるための傾斜磁場コイル３と、被検体１の計測領域に対し高周波磁場を照射する計測用高周波コイル５（以下、単に送信コイルという）と、被検体１から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル６（以下、単に受信コイルという）とを備えている。また静磁場均一度を調整できるシムコイル４を備えている場合もある。
静磁場コイル２は、図１に示した装置の構造に応じて、種々の形態のものが採用される。傾斜磁場コイル３及びシムコイル４は、それぞれ傾斜磁場用電源部12及びシム用電源部13により駆動される。図２では、送信コイルと受信コイルとを別個に示しているが、送信用と受信用を兼用する一つの高周波コイルのみを用いる構成もある。送信コイル５が照射する高周波磁場は、送信機７により生成される。受信コイルが検出した核磁気共鳴信号は、受信機８を通して計算機９に送られる。
計算機９は、核磁気共鳴信号に対して様々な演算処理を行いスペクトル情報や画像情報を生成する。上記演算処理には、核磁気共鳴信号の補正処理が含まれる。
また計算機９は送信機７が生成する最適な信号抑圧用高周波磁場パルスの強度を決定するための演算を行う。最適な信号抑圧用高周波磁場パルス強度の決定については後に詳述する。なお本実施の形態では、最適パルス強度を決定する演算は計算機９が行うものとするが、ＭＲＩ装置の外部装置である計算機で行うことも可能である。
また計算機９は送信機７が生成する最適な信号抑圧用高周波磁場パルスの強度を決定するための演算を行う。最適な信号抑圧用高周波磁場パルス強度の決定については後に詳述する。なお本実施の形態では、最適パルス強度を決定する演算は計算機９が行うものとするが、ＭＲＩ装置の外部装置である計算機で行うことも可能である。
計算機９には、ディスプレイ10、記憶装置11、前述した制御手段であるシーケンス制御装置14、入力装置15などが接続されている。ディスプレイ10には、上述したスペクトル情報や画像情報を表示したり記憶装置11に記録したりする。入力装置15は、測定条件や演算処理に必要な条件などを入力するためのもので、これら測定条件等も必要に応じて記憶装置11に記録される。
シーケンス制御装置14は、傾斜磁場発生コイル３の駆動用電源部12、シムコイル４の駆動用電源部13、送信機７及び受信機８を制御する。制御のタイムチャート（パルスシーケンス）は撮影方法によって予め設定されており、記憶装置11に格納されている。
次に本発明のＭＲＩ装置で実行されるパルスシーケンスについて説明する。本実施の形態では、水信号を抑圧するCHESS法パルスシーケンス（以下、CHESSシーケンスともいう）と、水信号抑圧下で代謝物質を画像化するMRSIのパルスシーケンスとが実行される。
MRSI本計測のパルスシーケンスの一例を図３に示す。図３において、RFは高周波磁場パルスの印加タイミングを示している。Gx、Gy、Gzは、それぞれ、x、y、z方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示している。A/Dは信号の計測期間を示している。図３に示すパルスシーケンスは、公知のMRSIのパルスシーケンスと同じである。このパルスシーケンスでは、１つの励起パルスRF1と２つの反転パルスRF2、RF3を用いて、所定の関心領域を選択的に励起し、この関心領域からFID信号（自由誘導減衰）FID1を得る。このパルスシーケンスによって励起される領域を図４に示す。
図３のパルスシーケンスの動作を、図４を用いて簡単に説明する。
まず高周波磁場RF1と傾斜磁場パルスGs1、Gs1' を印加して、z方向の断面401を励起する。その後、TE／4（ここで、TEはエコー時間）時間で、高周波磁場RF2と傾斜磁場Gs2を印加する。その結果、z方向の断面401とy方向の断面402が交差する領域における核磁化の位相のみを戻す。続いて、高周波磁場RF2印加後からTE／2後に高周波磁場RF3と傾斜磁場Gs3を印加する。それによって、z方向の断面401、y方向の断面402、x方向の断面403が交差する関心領域404における核磁化の位相のみを戻し、自由誘導減衰信号FID1を測定する。なおGd1〜Gd4およびGd1’〜Gd4’は高周波磁場RF1で励起された核磁化の位相は乱さず、RF2、RF3で励起された核磁化の位相をディフェイズするための傾斜磁場である。また、高周波磁場RF1と高周波磁場RF2との間には、位相エンコード傾斜磁場Gp1、Gp2が印加される。これら位相エンコード傾斜磁場の強度を、1回の励起ごとに変化させることで、関心領域404から発生する核磁気共鳴信号に位置情報を付与することができる。この計測した核磁気共鳴信号FID1に対してフーリエ変換を施すことにより、図４に示す関心領域404に含まれる各代謝物質の分布画像を得ることが可能となる。
まず高周波磁場RF1と傾斜磁場パルスGs1、Gs1' を印加して、z方向の断面401を励起する。その後、TE／4（ここで、TEはエコー時間）時間で、高周波磁場RF2と傾斜磁場Gs2を印加する。その結果、z方向の断面401とy方向の断面402が交差する領域における核磁化の位相のみを戻す。続いて、高周波磁場RF2印加後からTE／2後に高周波磁場RF3と傾斜磁場Gs3を印加する。それによって、z方向の断面401、y方向の断面402、x方向の断面403が交差する関心領域404における核磁化の位相のみを戻し、自由誘導減衰信号FID1を測定する。なおGd1〜Gd4およびGd1’〜Gd4’は高周波磁場RF1で励起された核磁化の位相は乱さず、RF2、RF3で励起された核磁化の位相をディフェイズするための傾斜磁場である。また、高周波磁場RF1と高周波磁場RF2との間には、位相エンコード傾斜磁場Gp1、Gp2が印加される。これら位相エンコード傾斜磁場の強度を、1回の励起ごとに変化させることで、関心領域404から発生する核磁気共鳴信号に位置情報を付与することができる。この計測した核磁気共鳴信号FID1に対してフーリエ変換を施すことにより、図４に示す関心領域404に含まれる各代謝物質の分布画像を得ることが可能となる。
CHESSシーケンスは、不要な水信号を低減するために、上述したMRSI本計測部のパルスシーケンスに先立って実行される。図５に、MRSIで通常よく用いられるCHESSシーケンスの一例を示す。CHESSシーケンスでは、水共鳴周波数を中心周波数とし、励起帯域を狭めた（1.0ppm程度）ガウス型のパルスRFC1−RFC3を照射し、水に含まれる核磁化のみを励起する。各パルス照射の後にx軸、y軸、z軸方向のいずれかのスポイラー傾斜磁場Gsp1−Gsp3を印加する。このようなパルスシーケンスを実施することによって水に含まれる核磁化のみを疑似飽和させて抑圧する。通常、図示するように、水抑圧率を高めるため、ガウス型パルスとスポイラー磁場のセットを３回程度繰り返す。
MRSI本計測において、不要な水信号を低減し、代謝物質の分布画像を得るためには、このCHESSシーケンスで用いられる信号抑圧パルスの強度を適切に調整することが重要である。本実施の形態のＭＲＩ装置では、本計測に先立って、以下詳述するように、CHESSシーケンスに用いる信号抑圧パルスの強度を調整する。
信号抑圧パルスの強度を調整するための手段の構成例を図６に示す。本実施の形態において、信号抑圧パルスの強度の調整は、主として、図２に示すＭＲＩ装置のシーケンス制御装置14及び計算機９により実行される。計算機９は、パルス強度を調整するための手段として、検索条件設定部61、信号値計算部62、参照値計算部63、近似曲線算出部64、最適パルス強度計算部65および最適パルス強度設定部66を備えている。これらは一連のプログラムとして計算機９に組み込まれている。
検索条件設定部61は、入力装置15を介してユーザが設定した、或いは予めデフォルトとして設定された検索範囲（変化させるパルス強度の範囲）および検索点数（設定された検索範囲内で実行すべき計測点数）を設定し、検索のためのパルスシーケンスを実行するシーケンス制御装置14に与える。
信号値計算部62は、検索のためのパルスシーケンスによって取得した信号から、信号強度の絶対値と位相値を計算する。参照値計算部63は、信号強度の位相値を用いて絶対値に符号を付与した参照値を求める。
近似曲線算出部64は、参照値をパルス強度に対しプロットした曲線を関数フィッティングし、近似曲線を算出する。最適パルス強度計算部65は、この近似曲線から参照値の最小値を算出し、最小値を与えるパルス強度を最適パルス強度とする。最適パルス強度設定部66は、算出された最適パルス強度をシーケンス制御装置14のCHESSシーケンスに設定する。
近似曲線算出部64は、参照値をパルス強度に対しプロットした曲線を関数フィッティングし、近似曲線を算出する。最適パルス強度計算部65は、この近似曲線から参照値の最小値を算出し、最小値を与えるパルス強度を最適パルス強度とする。最適パルス強度設定部66は、算出された最適パルス強度をシーケンス制御装置14のCHESSシーケンスに設定する。
次に図７及び図８を参照して、信号抑圧パルス強度の設定方法を説明する。
まず、検索範囲設定部61は、CHESSシーケンスの信号抑圧パルスの強度の検索条件（検索範囲と検索点数）をシーケンス制御装置14に設定する。検索範囲設定部61が設定する検索範囲は最適パルス強度を含んだ範囲とする必要がある。例えば、予め調整した90度パルス強度を基準値として、この基準値より小さい値を検索範囲の初期値に設定する。90度の代わりに、送信コイルや部位ごとに予め調整して保持していた値を基準値として用いてもよい。一方、経験等から推定される最適パルス強度より大きく180度パルス強度より小さい値を検索範囲の終端値とする（ステップ701-1）。検索点数は、検索範囲が最適パルス強度を含んだ範囲に設定されていれば、数点（例えば５点）でよい。
まず、検索範囲設定部61は、CHESSシーケンスの信号抑圧パルスの強度の検索条件（検索範囲と検索点数）をシーケンス制御装置14に設定する。検索範囲設定部61が設定する検索範囲は最適パルス強度を含んだ範囲とする必要がある。例えば、予め調整した90度パルス強度を基準値として、この基準値より小さい値を検索範囲の初期値に設定する。90度の代わりに、送信コイルや部位ごとに予め調整して保持していた値を基準値として用いてもよい。一方、経験等から推定される最適パルス強度より大きく180度パルス強度より小さい値を検索範囲の終端値とする（ステップ701-1）。検索点数は、検索範囲が最適パルス強度を含んだ範囲に設定されていれば、数点（例えば５点）でよい。
シーケンス制御装置14は、検索範囲設定部61によって設定された検索条件でCHESSシーケンスを実行し、信号を取得する。信号の取得は、例えば、CHESSシーケンス後に、本計測の励起高周波磁場パルスを印加し、FID或いはエコー信号を計測する。このような計測を、信号抑圧パルスの強度をn回変化させて行い、複数の信号Snを取得する（ステップ701-2）。この際、CHESSシーケンスにおいて信号抑圧パルスは少なくとも1回以上の照射をする。本実施の形態では、本計測におけるCHESSシーケンスと同様に、同じパルス強度の信号抑圧パルスを３回照射し、信号を取得する。
次に信号値計算部62において、ステップ701-2で得た複数の信号Snから信号絶対値｜Sn｜と信号位相値∠Snをそれぞれ算出する（ステップ702）。ここで、信号抑圧パルス強度に対して信号絶対値｜Sn｜と、信号位相値∠Snをプロットしたグラフを図８（ａ）、（ｂ）にそれぞれ示す。図示するように、信号位相値∠Snは、あるパルス強度のところで不連続な変化を示している。
信号値計算部62は、この信号位相値∠Snが不連続な変化をする点、すなわち変化量がπ以上、あるいはπに近い変化をするN番目の点を算出する（ステップ703）。図８（ｂ）における点801が求めるN番目の点である。
参照値計算部63は、N番目以前の信号の絶対値｜S1｜,｜S2｜,・・・,｜SN-1｜に（＋1）をかけ、N番目以降に取得した信号の絶対値｜SN｜,｜SN+1｜,・・・,｜Sn｜に（−1）をかけて極性付けしたSn’を算出し、参照値とする（ステップ704）。水抑圧パルス強度に対して参照値Sn’をプロットした図は、図８（ｃ）に示すようになる。なお極性付けは、N番目以前の信号、つまり｜S1｜,｜S2｜,・・・,｜SN-1｜に（−1）をかけてもよい。
なお変化量がπ以上或いはπに近い変化をする点を算出する代わりに、信号値計算部62において、位相値の最大値と最小値との中間値を算出し、参照値計算部63において、中間値より小さい位相値に対応する信号絶対値を正または負の符号を付与し、中間値より大きい位相値に対応する信号絶対値に逆の符号（負または正の符号）を付与することとしてもよい。
次に、近似曲線算出部64において、プロットしたSn’ に対して、多項式フィッティングを行ない、近似曲線（フィッティングカーブ）f(p)を算出する（ステップ705）。例として、4次フィッティングしたときのフィッティングカーブ802を図８（d）に示す。フィッティングカーブは、モデル関数のパラメータを変化させてフィッティングするなど、各種フィッティング法を用いて算出することができる。
最後に、最適パルス強度計算部65において、算出したフィッティングカーブf(p)が０もしくは、０に最も近い値（図８（e）（803））となる点p=P（図８（e）（804））を算出する。このとき、Pの算出方法は、フィッティングカーブの絶対値｜f(p)｜の最小値に対応する点を最適パルス強度Pとしてもよい。
パルス強度設定部66は、この値Pを最適パルス強度として設定する（ステップ706）。こうして設定された最適パルス強度Pを用いて、CHESSシーケンスを伴うMRSI本計測を行う。
パルス強度設定部66は、この値Pを最適パルス強度として設定する（ステップ706）。こうして設定された最適パルス強度Pを用いて、CHESSシーケンスを伴うMRSI本計測を行う。
本実施の形態によれば、信号強度の絶対値のみならず、信号の位相値を用いて信号値を最小とするパルス強度を算出しているので、少ない検索点数で且つ高精度に抑圧パルス強度を決定することができる。これにより、MRSI本計測において代謝物質の検出に不要な信号を十分に抑圧することができ、診断能向上が可能となる。また本実施の形態によれば、ユーザの手を煩わすことなく、最適パルスの調整時間の大幅な短縮が可能となる。従って、被検体のセッティングや調整時間、本計測を含めた、全体の計測時間が短縮でき、MRSI計測のスループット向上につながる。
なお、以上の実施の形態では、CHESSシーケンスにおいて信号抑圧パルスを３回照射することとし、３回のパルスの強度が同じ、即ち強度の比が１：１：１である場合を説明したが、３回のパルス強度の比を異ならせてもよい。複数のパルスのパルス強度の比を異ならせる場合の手順の一例を図９に示す。図９に示す実施の形態においても、信号抑圧パルスの強度を調整するための手段の構成は図６と同様の構成とすることができる。ただし、検索条件設定部61では、検索条件として、検索範囲および検索点数に加えて、１回目と２回目と３回目のパルス強度の比の設定を行い、パルス強度比を異ならせた検索を行なう。
以下、図９の手順を説明する。まず検索条件設定部61において、検索範囲、検索点数およびパルス強度比の設定を行なう（ステップ901）。パルス強度比を一つの条件に設定した後は（ステップ902）、図７のステップ701〜706と同様のステップを行ない、設定されたパルス強度比における最適パルス強度を求める（ステップ903、904）。即ち、設定された検索範囲および点数でパルスシーケンスを実行し、信号Snを取得する（701）。得られた信号の絶対値と位相値とを算出し（702）、位相値の最大値と最小値との中間値を算出し（703）、中間値より小さい位相値に対応する信号絶対値に［＋］をかけて、中間値より大きい位相値に対応する信号絶対値に［−］をかけた後（704）、パルス強度（３つのパルスのうち基準となるパルスの強度）に対する信号値をプロットし多項式フィッティングカーブを求める（705）。このフィッティングカーブの値が０となる点または最も０に近い点のパルス強度を設定されたパルス強度比における最適パルス強度とする。
ステップ901で設定された全てのパルス強度比について上記ステップ902〜904を実行した後（ステップ905）、全てのパルス強度比について算出した最適パルス強度のうち、フィッティングカーブの値（信号値）が０であるか０に最も近いものを選択する（ステップ906）。ステップ906で選択された最適パルス強度（パルス強度比の条件が異なるもの）が複数ある場合には、それら最適パルス強度のSARを算出し（ステップ907）、SARが最も小さいものを最適パルス強度とする（ステップ908）。ステップ906で選択された最適パルス強度が一つであれば、それを最適パルス強度とする。こうして最終的に求められた最適パルス強度をシーケンス制御装置14の本計測用のCHESSシーケンスに設定する。
本実施の形態によれば、信号抑圧パルスが複数回照射される場合において、その強度比も含めて最も信号抑圧効果の高い組み合わせを選択することが可能である。
次に本発明を脂肪抑圧MRIに適用した実施の形態を説明する。図１０に本実施の形態に採用されるパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスは、公知の脂肪抑圧スピンエコーパルスシーケンスと同じである。図１０において、RFは高周波磁場パルスの印加タイミングを示している。Gx、Gy、Gzは、それぞれ、x、y、z方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示している。A/Dは信号の計測期間を示している。
本実施の形態においても、脂肪抑圧部1001と本計測部1002を組み合わせたパルスシーケンスが実行されることは前述の実施の形態と同じである。ただし本実施の形態では、脂肪抑圧部1001は信号抑圧パルスが脂肪抑圧用の広帯域な高周波磁場パルスRF0であり、１回照射している。また本計測部1002は、MRIのパルスシーケンスであり、ここではスピンエコーパルスシーケンスである。このパルスシーケンスでは、z軸に垂直な断面からスピンエコー信号Sig1を得る。この断面は、励起パルスRF1と反転パルスRF2を用いて励起された断面である。
図１０を用いてパルスシーケンスの動作を簡単に説明する。まず、脂肪抑圧用の広帯域な高周波磁場パルスRF0を、最適なパルス強度で照射して、不要な脂肪信号のみを励起する。その後、傾斜磁場パルスGsp1〜Gsp3を印加し、励起された脂肪信号の位相を乱すことで脂肪信号を消失させる。
本計測部1002では、高周波磁場RF1と傾斜磁場パルスGs1、Gs1' を印加して、ｚ方向に対して垂直な断面を励起する。その後、TE／2時間で、高周波磁場RF2と傾斜磁場Gs2を印加する。その結果、上述と同一の断面における核磁化の位相のみを戻し、スピンエコー信号Sig1を測定する。傾斜磁場Gd1、Gd2およびGd1’、Gd2’は高周波磁場RF1で励起された核磁化の位相は乱さず、RF2で励起された核磁化の位相のみをディフェイズするための傾斜磁場である。
また、スピンエコー信号Sig1を取得する前に、x軸方向の位相エンコード傾斜磁場Gp1を印加する。このGp1の強度を、1回の励起ごとに変化させることにより、励起断面から発生する核磁気共鳴信号にx方向の位置情報を付与する。また、ディフェイズ傾斜磁場Gr1及び周波数エンコード傾斜磁場Gr2をy方向に印加し、1回の励起で、励起断面から発生する核磁気共鳴信号に、y方向の位置情報を付与する。このように位置情報が付与されたスピンエコー信号（Sig1）に対して、フーリエ変換する。その結果、脂肪信号が抑圧されたMRI画像が取得できる。
本実施の形態においても、上記パルスシーケンスによるMRI本計測に先立って、脂肪抑圧部1001で用いる高周波磁場パルスRF0の最適なパルス強度を調整する。その手順は、図７に示す手順と同様である。すなわち、検索範囲設定部61により設定された検索条件で、脂肪抑圧部1001のパルスシーケンスを実行し、複数の信号を取得する。次いで信号強度計算部62で、信号の強度の絶対値と位相値を算出し、参照値計算部63で位相値をもとに符号を付与した信号値（参照値）を算出する。次いで近似曲線算出部64で、パルス強度に対し参照値をプロットし、多項式フィッティングにより近似曲線を求める。最後に最適パルス強度計算部65で、この近似曲線において参照値の値が０もしくは０に最も近い点におけるパルス強度を最適パルス強度として求め、シーケンス制御装置14に設定する。
以上、本発明を水抑圧MRSIおよび脂肪抑圧MRIに適用した実施の形態を説明したが、本発明は、CHESSシーケンスを伴う計測であれば、MRSIやMRIに限らず、MRSにも適用でき、また、水信号や脂肪信号だけでなく、信号抑圧パルスとして適切な帯域のパルスを用いることにより、任意の物質の信号抑圧においても適用できることはいうまでもない。さらに、以下に示す非特許文献１に示すような拡散強調パルスシーケンスにおいても適用できる。例えば非特許文献1に技術に、本発明を適用することによって、全身に存在する皮下肪信号を有効に除去できるため、診断能の高い拡散強調画像を取得できる。
ラディエイションメディシン 第22巻 第275頁〜282頁 2004年発行
ラディエイションメディシン 第22巻 第275頁〜282頁 2004年発行
また以上の実施の形態では、本発明におけるパルス強度調整機能を主としてMRI装置の計算機およびシーケンス制御装置において実行する場合を説明したが、パルス強度調整機能のうち、信号値計算部、参照値計算部、近似曲線計算部および最適パルス強度計算部の機能は、MRI装置とは別に設けた計算機で行なうことも可能である。
以下、本発明のMRI装置による水抑圧パルスのパルス強度調整方法の実施例を説明する。
＜実施例１＞
図７に示す手順に従い、最適パルス強度を算出した。この際、計測点数を５点とし、検索初期値のみ異ならせて、最適パルス強度の安定性を確認した。結果を図１１に示す。ここで、図１１（a）〜（d）は、4次フィッティングしたときのグラフであり、図中、1101〜1104は本実施例によって決定した最適パルス強度である。図１１に示すように、検索初期値を変更しても、最適パルス強度の誤差はほとんどない。
図７に示す手順に従い、最適パルス強度を算出した。この際、計測点数を５点とし、検索初期値のみ異ならせて、最適パルス強度の安定性を確認した。結果を図１１に示す。ここで、図１１（a）〜（d）は、4次フィッティングしたときのグラフであり、図中、1101〜1104は本実施例によって決定した最適パルス強度である。図１１に示すように、検索初期値を変更しても、最適パルス強度の誤差はほとんどない。
本発明の調整方法は、図１５（a）、（b）に示す絶対値フィッティング法に比べて、計測点数が少なくても安定的に最適パルス強度が決定できることがわかる。また、前述したように、絶対値フィッティング法では、精度を高めるために８次以上のフィッティングが必要であり、計測点数は９点以上必要である。これに対し、本発明では、4次フィッティングで高精度に最適パルス強度が決定できるため、計測点数は５点あればよい。従って、絶対値フィッティング法に比べて、計測時間が約２倍短縮できることになる。
＜実施例２＞
N-アセチルアラニンファントムを用いて、水抑圧計測を行ない、本発明の調整方法により水抑圧パルスの最適パルス強度を算出した。この際、計測点数５点として得られた信号から4次フィッティングカーブを求め、符号を付けたあとの信号値が０となる点を最適パルス強度とした。比較例として、同じ５点の計測信号値に対し絶対値フィッティング法を用いて最適パルス強度を求めた。
N-アセチルアラニンファントムを用いて、水抑圧計測を行ない、本発明の調整方法により水抑圧パルスの最適パルス強度を算出した。この際、計測点数５点として得られた信号から4次フィッティングカーブを求め、符号を付けたあとの信号値が０となる点を最適パルス強度とした。比較例として、同じ５点の計測信号値に対し絶対値フィッティング法を用いて最適パルス強度を求めた。
実施例２および比較例の方法で取得した実測信号値と、4次フィッティングカーブを図１２（a）、（b）にそれぞれ示す。図１２（a）の1201は、本発明によって決定した水抑圧パルス強度である。図１２（ｂ）の1202は、絶対値フィッティング法で決定した水抑圧パルス強度である。
次いで、それぞれの方法で求めた最適パルス強度に設定して、N-アセチルアラニンファントムを用いた水信号抑圧計測を行ない、スペクトルを求めた。水抑圧パルス強度1201及び1202で計測したスペクトルを図１３（a）、（b）にそれぞれ示す。図中、1301及び1303はN-アセチルアラニン信号、1302及び1304は水信号である。
２つの方法で得られた水信号1302と1304の強度から、本発明によって決定した水抑圧パルス強度のほうが、絶対値フィッティング法で決定した水抑圧パルス強度よりも水信号が約３倍抑圧されていることがわかる。つまり、本発明によって決定したパルス強度のほうが、より最適なパルス強度を決定していることが示された。
本発明によれば、取得した信号位相値の変化に基づいて極性付けした信号に対して、多項式フィッティングすることによって、従来法よりも高速かつ高精度に最適な抑圧パルス強度が決定できる。その結果、代謝物質の検出に不要な信号を十分に抑圧できるため、診断能向上が可能となる。また、被検体のセッティングや調整時間、本計測を含めた、全体の計測時間が短縮でき、スループット向上につながる。特に、水信号よりも微弱な代謝物質を計測するMRSIやMRSにおいて有用である。
２・・・静磁場コイル、３・・・傾斜磁場コイル、５・・・送信コイル、６・・・受信コイル、７・・・送信機、８・・・受信機、９・・・計算機、１１・・・記憶装置、１４・・・シーケンス制御装置、61・・・検索条件設定部、62・・・信号値計算部、63・・・参照値計算部、64・・・近似曲線算出部、65・・・最適パルス強度計算部、66・・・最適パルス強度設定部
Claims (22)
- 静磁場空間に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波磁場パルス照射手段および前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段を備えた撮影手段と、
前記撮影手段を制御し、所定の原子核からの信号を抑圧する少なくとも１つの高周波磁場パルスの照射を含む信号抑圧パルスシーケンスを実行するシーケンス制御手段と、
前記信号抑圧パルスシーケンスで用いられる高周波磁場パルスの強度を調整するパルス強度調整手段とを備え、
前記パルス強度調整手段は、前記信号抑圧パルスシーケンスをパルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号の絶対値と位相値に基づき、前記信号抑圧パルスシーケンスにおける最適パルス強度を計算する最適パルス強度計算手段を備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記パルス強度調整手段は、前記信号抑圧パルスシーケンスをパルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号について、信号の絶対値と位相値とから符号付き信号値（参照信号）を計算する信号値計算手段を備え、前記最適パルス強度計算手段は、前記符号付き信号値に基づき前記信号抑圧パルスシーケンスにおける最適パルス強度を計算することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項２に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記パルス強度調整手段は、さらに
前記符号付き信号値を前記高周波磁場パルスの強度に対しプロットし、近似曲線を求める近似曲線計算部を備え、
前記最適パルス強度計算手段は、前記近似曲線算出部が求めた近似曲線の値が０または最も０に近い値となる前記高周波磁場パルスの強度を最適パルス強度として求めることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項３に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記信号値計算手段は、前記位相値の最大値と最小値との中間値を算出し、前記中間値より小さい位相値に対応する信号絶対値及び前記中間値より大きい位相値に対応する信号絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項３に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記信号値計算手段は、前記位相値の変化量がπ以上、あるいはπに近い変化をする変化点を算出し、前記変化点より以前に計測した信号の絶対値及び前記変化点を含む変化点以後に計測した信号の絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１ないし５いずれか１項に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記シーケンス制御手段が実行する信号抑圧パルスシーケンスは、複数の高周波磁場パルスの照射を含むことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項６に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記シーケンス制御手段は、１回の信号抑圧パルスシーケンスで照射される前記複数の高周波磁場パルスの強度を同一とすることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項６に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記シーケンス制御手段は、１回の信号抑圧パルスシーケンスで照射される前記複数の高周波磁場パルスの強度を異ならせることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項８に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記パルス強度調整手段は、前記複数の高周波磁場パルスの強度の異なる組み合わせについて、それぞれ最適パルス強度を算出することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１ないし９のいずれか１項に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記シーケンス制御手段は、前記信号抑圧パルスシーケンスの後続パルスシーケンスとして、少なくとも１つの高周波磁場パルスの照射と少なくとも１つの信号計測を含む本計測パルスシーケンスを備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１０に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスは、水プロトンからの信号を抑圧する高周波磁場パルスを含み、
前記本計測パルスシーケンスは、少なくとも１つの励起用高周波磁場パルス及び少なくとも１つの反転高周波磁場パルスの照射と、前記反転高周波磁場パルス照射後の自由減衰信号の取得とを含むMRSパルスシーケンスであることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１０に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスは、水プロトンからの信号を抑圧する高周波磁場パルスを含み、
前記本計測パルスシーケンスは、少なくとも１つの励起用高周波磁場パルス及び少なくとも１つの反転高周波磁場パルスの照射と、位相エンコード傾斜磁場の印加と、前記反転高周波磁場パルス照射後の自由減衰信号の取得とを含むMRSIパルスシーケンスであることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 請求項１０に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスは、脂肪プロトンからの信号を抑圧する高周波磁場パルスを含み、
前記本計測パルスシーケンスは、少なくとも１つの励起用高周波磁場パルスの照射と、位相エンコード傾斜磁場および読み出し傾斜磁場の印加と、前記エコー信号の取得とを含むMRIパルスシーケンスであることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。 - 被検体に含まれる所定の原子核からの信号を抑圧する、少なくとも１つの信号抑圧高周波磁場パルスの照射を含む信号抑圧パルスシーケンスにおける前記高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスをパルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号の絶対値と位相値に基づき、前記信号抑圧パルスシーケンスにおける最適パルス強度を計算することを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 請求項１４に記載の高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスをパルス強度の異なる複数の条件下で実行することにより取得した複数の核磁気共鳴信号について、信号の絶対値と位相値とを算出するステップ（１）と、
前記信号の絶対値と位相値をもとに前記複数の核磁気共鳴信号について符号付き信号値（参照信号）を計算するステップ（２）と、
前記符号付き信号値を前記高周波磁場パルスの強度に対しプロットし、近似曲線を求めるステップ（３）と
前記近似曲線の値が０または最も０に近い値となる前記高周波磁場パルスの強度を最適パルス強度として求めるステップ（４）と、
を含むことを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 請求項１５に記載の高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記符号付き信号値を計算するステップ（２）は、前記位相値の最大値と最小値との中間値を算出するステップ（２−１）と、前記中間値より小さい位相値に対応する信号絶対値及び前記中間値より大きい位相値に対応する信号絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与するステップ（２−２）を含むことを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 請求項１５に記載の高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記符号付き信号値を計算するステップ（２）は、前記位相値の変化量がπ以上、あるいはπに近い変化をする変化点を算出するステップ（２−３）と、前記変化点より以前に計測した信号の絶対値及び前記変化点を含む変化点以後に計測した信号の絶対値の一方に正、他方に負の符号を付与するステップ（２−４）を含むことを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 請求項１４ないし１７のいずれか１項に記載の高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスは、複数の高周波磁場パルスの照射を含み、
前記複数の高周波磁場パルスの照射は同一パルス強度で実行されることを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 請求項１４ないし１７のいずれか１項に記載の高周波磁場パルスの強度調整方法であって、
前記信号抑圧パルスシーケンスは、複数の高周波磁場パルスの照射を含み、
前記複数の高周波磁場パルスの照射は所定のパルス強度比で実行されることを特徴とする高周波磁場パルスの強度調整方法。 - 静磁場に置かれた被検体に、前記被検体に含まれる所定の原子核からの信号を抑圧する、少なくとも１つの信号抑圧高周波磁場パルスを照射した後、少なくとも一つの励起用高周波磁場パルスの印加と前記被検体からの信号取得を含む本計測パルスシーケンスを実行する核磁気共鳴撮影方法であって、
前記信号抑圧高周波磁場パルスの強度は、請求項１４ないし１９のいずれか１項記載の強度調整方法により調整されていることを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。 - 請求項２０に記載の核磁気共鳴撮影方法であって、
前記本計測パルスシーケンスは、水抑圧MRS又は水抑圧MRSIであることを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。 - 請求項２０に記載の核磁気共鳴撮影方法であって、
前記本計測パルスシーケンスは、脂肪抑圧MRIであることを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。
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